Моделирование и анализ характеристик диэлектрического модулированного биосенсора TFET Trench Gate с двойным источником

Введение

В недавнем прошлом значительный исследовательский интерес был сосредоточен на кремниевых биосенсорах на полевых транзисторах (FET) из-за многообещающих характеристик высокой чувствительности, минимальной задержки, масштабируемых размеров и низкой стоимости [1,2,3,4,5, 6]. Биосенсоры на основе полевых транзисторов имеют ограничение на тепловую эмиссию электронов и подпороговую крутизну (SS), которая может составлять более 60 мВ / декаду. Благодаря механизму межзонного туннелирования (BTBT), TFET преодолевает ограничение и снижает эффект короткого канала [7,8,9,10]. Следовательно, биосенсор на основе TFET оказался подходящим кандидатом для лучшей чувствительности и времени отклика, чем биосенсор на основе FET [11,12,13,14].

Самый распространенный метод в TFET, применяемый для обнаружения молекул, основан на диэлектрической модуляции. Часть диэлектрического материала затвора вытравливается, образуя полость; когда биомолекулы заполняются в полости, диэлектрическая проницаемость полости изменяется, и это изменение отражается на токе стока и передаточных характеристиках [15,16,17]. В то же время диэлектрическая модуляция помогает обнаруживать как заряженные, так и нейтральные молекулы. В настоящее время концепция диэлектрической модуляции была недавно использована в TFET, а биосенсор на основе диэлектрической модуляции TFET (DMTFET) привлек внимание исследователей. С помощью моделирования устройства изучается p-n-p-n TFET, работающий как биосенсор для обнаружения биомолекул без меток. Результаты показывают, что биосенсор на основе TFET имеет низкий ток в закрытом состоянии в отсутствие биомолекул и высокую чувствительность как к диэлектрической проницаемости, так и к заряду [18]. В [19] было обнаружено, что присутствие биомолекул в полости вблизи Туннельный переход может привести к эффективному соединению, которое приводит к высокой чувствительности, а также делает DM-TFET устойчивым к снижению чувствительности при более низком измерении. Изучаются биосенсоры различной структуры на основе ТФЭТ. По сравнению с традиционным DGTFET, включение архитектуры с коротким затвором (SG) в структуру DMTFET может значительно улучшить чувствительность и снизить стоимость [20]. Туннельный полевой транзистор без перемычки с диэлектрическим модулированным переходом на основе зарядовой плазмы (CPB DM-JLTFET) может получить максимальную чувствительность (нейтральные и заряженные биомолекулы) путем правильного выбора длины и толщины резонатора около туннельного перехода при соответствующем смещении. [21]. Для повышения чувствительности биосенсора в вертикальном диэлектрически модулированном туннельном полевом транзисторе (V-DMTFET) вводится сильно легированный n + карман на переднем затворе и перекрытие затвор-исток [22]. Туннельный полевой транзистор с круглым затвором и гетеропереходом обладает более высокой чувствительностью, чем HJ TFET с однородным затвором, из-за его неоднородной архитектуры затвора [23]. Двухканальный траншейный затвор TFET демонстрирует высокую чувствительность по току, а также непомерную чувствительность по напряжению [24]. Биосенсор TFET с двойным затвором и двойным металлическим материалом может сделать изменение чувствительности более очевидным [25].

Однако большинство биосенсоров основано на TFET с двойным затвором, в котором биомолекулы необходимо добавлять с боковых сторон ворот на обоих концах. В предлагаемой конструкции биомолекулы добавляются вертикально сверху устройства, что является более простой операцией. Кроме того, поскольку область перекрытия затвор-источник велика, то есть область, где очевидно взаимодействие источника и биомолекул, чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET выше, чем у других устройств, как показано в таблице 1. Таблица 1 суммирует сравнение различий между этой работой и результатами исследований в других источниках.

В этой статье изучается чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET, и его конкретное содержание выглядит следующим образом. В разделах 2 и 3 описывается основная структура устройства, процесс изготовления, имитационная модель и метод. Раздел 4 характеризует влияние различных факторов на чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET. В частности, влияние различных диэлектрических постоянных, толщины полости и заряженных биомолекул на характеристики передачи, I _на / Я _выкл чувствительность и △ V _th чувствительность предлагаемого устройства. Раздел 5 подводит итог результатам проведенного исследования.

Структуры устройства

На рисунке 1 показано поперечное сечение биосенсора на основе DM-DSTGTFET. Электрод затвора DM-DSTGTFET имеет работу выхода 4,2. Чтобы увеличить ток в открытом состоянии TFET, используется структура с двумя источниками. Две области источника с концентрацией легирования 1 × 10 ²⁰ см ⁻³ располагаются симметрично по обе стороны ворот. Р-канал с высотой (H _c ) 37 нм и концентрации легирования 1 × 10 ¹⁵ см ⁻³ находится ниже источника и ворот. N-сток с концентрацией легирования 1 × 10 ¹⁷ см ⁻³ и высота ( H _d ) 18 нм находится ниже канала. Два оксида в исходных областях - это HfO ₂ . толщиной 2 нм. Две области кармана толщиной ( T _p ) 5 нм симметрично размещены по обе стороны от затвора с концентрацией легирования донора 1 × 10 ¹⁹ см ⁻³ . Кроме того, для предлагаемого биосенсора T _бык (1 нм), T _c (5 нм) - толщина HfO ₂ оксид затвора и ширина нанозазорной полости соответственно. Чтобы облегчить соответствующее изменение параметра чувствительности, значение работы выхода металла затвора должно быть таким, чтобы туннелирование могло происходить только тогда, когда биомолекулы накапливались в полости. Поэтому работа выхода металла Φ _MS =4,2 эВ (по HfO ₂ оксид ворот). Теперь пять различных типов малых биомолекул с разными диэлектрическими проницаемостями (1, 2,5, 5, 11, 23) и пять разной толщины полости с нанозазорами (5 нм, 7 нм, 9 нм, 11 нм, 13 нм) анализируются для предлагаемый биосенсор.

Схематическое изображение биосенсора DM-DSTGTFET в разрезе

Метод изготовления DM-DSTGTFET аналогичен опубликованному [24]. На рисунке 2 показаны этапы изготовления предлагаемого DM-DSTGTFET. На первом этапе, как показано на рис. 2а, посредством маски, экспонирования, травления, ионной имплантации и отжига на слаболегированной кремниевой подложке формируется область стока в нижней части устройства. Концентрация легирования образовавшейся области стока составляет 10 ¹⁷ / см ³ , а легирующий ион - мышьяк. Затем собственный кремний эпитаксиально выращивается поверх области стока, чтобы сформировать область канала устройства. Как показано на рис. 2b, два угла над каналом вытравлены. Одновременно N ⁺ легирование наносится методом химического осаждения из паровой фазы (CVD), как описано на рис. 2c, с образованием областей карманов DM-DSTGTFET. В области источника область двойного источника на основе Si выращивается путем химического осаждения из газовой фазы (CVD), а маскировка, экспонирование, травление, ионная имплантация и отжиг выполняются для высоколегированного P-типа в области источника с легированием. концентрация 10 ²⁰ / см ³ , как показано на рис. 2d. На следующем этапе траншея делается в слое каналов и SiO ₂ откладывается в траншее, как показано на рис. 2e. Затем формируется траншея, как показано на рис. 2е. Металлизация и нанесение рисунка выполняются для получения контактов затвора, как показано на рис. 2g. Далее полости вырезаны из SiO ₂ с обеих сторон ворот, как показано на рис. 2h. На последнем этапе 1 нм HfO ₂ выращивается на боковой стенке полостей для получения предлагаемой структуры, изображенной на рис. 2i.

Схема изготовления DM-DSTGTFET в качестве биосенсора

Метод и модель моделирования

С целью более четкого изучения характеристик биосенсоров DM-DSTGTFET в этой статье используется инструмент TCAD (sentaurus) для изучения чувствительности сенсоров TFET. Соответствующие модели приняты для точного моделирования.

Нелокальная модель BTBT рассматривает электрическое поле в каждой точке туннельного пути как переменную, что означает, что вероятность туннелирования BTBT зависит от изгиба полосы в туннельном переходе. Модель нелокального туннелирования больше соответствует реальной ситуации моделирования TFET [29]. Следовательно, в данной статье принята нелокальная модель BTBT. Модель Кейна используется для модели динамического нелокального туннелирования BTBT в сентаурусах. В модели Кейна скорость туннелирования BTBT выражается как [30]:

где константа E ₀ =1 В / см, P =2 для прямого туннелирования запрещенной зоны и P =2,5 для непрямого туннелирования запрещенной зоны с помощью фононов. Поскольку устройства в этой статье в основном кремниевые, P выберите 2.5. Параметр A =4 × 10 ¹⁴ / см ³ s, E - электрическое поле и экспоненциальный множитель B =9,9 × 10 ⁶ В / см.

Шокли – Рид – Холл (SRH) выбран для учета рекомбинации носителей. Модель сужения запрещенной зоны используется для активации эффекта высокой концентрации в запрещенной зоне. Статистика Ферми – Дирака используется для учета изменения свойств высоколегированной области. Модель подвижности в материале Si должна учитывать модель рассеяния ионизированных примесей ( µ _допинг ), модель межфазного рассеяния ( µ _InterSc ) и модель насыщения сильного поля ( µ _F ) [31], а окончательная эффективная модель мобильности может быть выражена следующим образом:

Модель подвижности Пула – Френкеля вводится в материале, заполняющем полость, а подвижность как функция электрического поля определяется выражением:

где µ ₀ - подвижность в слабом поле, β и γ являются подгоночными параметрами, E ₀ - эффективная энергия активации, а E - движущая сила (электрическое поле). К - постоянная Больцмана, а T это температура. Значение по умолчанию E ₀ а γ равно 0, β =0,1.

На основе калиброванной выше физической модели анализируются электрические характеристики биосенсора DM-DSTGTFET.

Во время моделирования четыре биомолекулы с разными диэлектрическими постоянными ( k =2,5, 5, 11, 23), толщина пяти полостей ( T _c =5, 7, 9, 11, 13 нм) и различные плотности заряженных биомолекул рассматриваются при моделировании и обсуждении. Как правило, при изучении чувствительности датчика принимается эталон. Предлагается ссылка, которая может сделать реакцию датчика на целевое вещество очевидной. Следовательно, ссылка берется в случае, когда полости заполнены воздухом, или просто условие, когда биомолекулы не заполнены в полостях. Следовательно, мера чувствительности по пороговому напряжению, чувствительности по току стока и подпороговой крутизны чувствительности DM-DSTGTFET определяется как [22] [28] [32]:

где V _{th (воздух)} - пороговое напряжение биосенсора при заполнении полостей воздухом, а V _{th (биография)} - пороговое напряжение при заполнении полостей биомолекулами. Точно так же Я _{ds (воздух)} и ПС _воздух - ток стока в открытом состоянии и подпороговое колебание биосенсора, соответственно, когда полости заполнены воздухом, и I _{ds (биография)} и SS _bio - ток стока в открытом состоянии и подпороговое колебание, соответственно, когда полости заполнены биомолекулами.

Посредством анализа электрических характеристик DM-DSTGTFET пороговое напряжение, ток стока в открытом состоянии и подпороговое колебание извлекаются для анализа чувствительности биосенсора.

Результаты и обсуждение

Влияние различных биомолекул на DM-DSTGTFET

На рис. 3 показаны передаточная характеристика, изменение диапазона энергий, чувствительность к пороговому напряжению и чувствительность по току DM-DSTGTFET во включенном состоянии, когда полость заполняется биомолекулами с различной диэлектрической проницаемостью. Выбрав более низкую работу выхода металла затвора (Φ _MS =4,2), чувствительность тока стока можно изучить, регулируя различные k.

а Передаточные характеристики, b изменение энергетических полос относительно оси y, c Я _на / Я _выкл чувствительность и d пороговое напряжение чувствительности биосенсора DM-DSTGTFET для различных значений k при V _d =0,5 В и Т _c =5 нм

Как видно на рис. 3а, с увеличением k диэлектрика затвора, чем выше способность управления затвором, тем больше возрастает ток в открытом состоянии. Рисунок 3b описывает диаграмму энергетических зон при различных k биомолекул. Когда k =1, значит, в полости нет заполненных биомолекул. В этом случае скручивание энергетической зоны сводится к минимуму. Более того, когда диэлектрическая постоянная биомолекул в полости начинает увеличиваться, энергетическая полоса изгибается все сильнее и сильнее. Это означает, что большее выравнивание энергетической полосы происходит при более высоком k , и, таким образом, ширина барьера на стыке уменьшается. На рисунке 3c показано влияние диэлектрической проницаемости биомолекул на I _на и я _на / Я _выкл чувствительность DM-DSTGTFET. С увеличением k , Я _на и я _на / Я _выкл чувствительность тоже улучшается. Это связано с тем, что с увеличением k, чем сильнее изгиб энергетической зоны, ширина барьера на стыке источник-канал уменьшается, и, следовательно, увеличивается вероятность туннелирования. По мере увеличения вероятности туннелирования увеличивается туннельная генерация электронного BTBT, что хорошо видно на рис. 4. Предлагаемое устройство обеспечивает самый высокий I _на / Я _выкл чувствительность 1,1 × 10 ¹⁰ при k =23, что явно выше, чем у опубликованных биосенсоров на основе TFET. На рис. 3d показано изменение V . _th и △ V _th чувствительность DM-DSTGTFET к k биомолекул. Очевидно, поскольку k увеличивается, тем быстрее I _на предлагаемого устройства тем больше, чем ниже пороговое напряжение. Между тем, △ V _th показывает возрастающую тенденцию с ростом k . Причина в том, что разница между V _th когда разные биомолекулы заполнены и V _th когда биомолекула не заполнена, становится больше. В общем, V _th при заполнении воздухом больше, чем другие значения k. Предлагаемый DM-DSTGTFET выполняет максимум △ V _th чувствительность 1,2 В при k =23. Следовательно, DM-DSTGTFET обеспечивает высокую чувствительность по току, а также чувствительность по пороговому напряжению для биомолекул.

Генерация электронного БТБТ в биосенсоре DM-DSTGTFET для различных биомолекул при Vd =0,5 В, T _c =5 нм и Vg =1,5 В

На рис. 5а показана чувствительность DM-DSTGTFET к SS и SS, когда полости заполнены разными биомолекулами. Здесь видно, что увеличение диэлектрической проницаемости приводит к уменьшению SS и улучшению S _SS . Чем меньше SS, тем меньше потребляемая мощность TFET и выше производительность TFET. Следовательно, по мере увеличения значения k SS уменьшается, S _SS увеличивается, и увеличивается способность управления воротами.

а Наклон подпорога, чувствительность наклона подпорога и b Чувствительность по току стока с разными биомолекулами при V _d =0,5 В, Т _c =5 нм и V _g =1,5 В

Чувствительность по току стока изменяется в зависимости от k для предлагаемого DM-DSTGTFET на рис. 5b. Чувствительность увеличивается с увеличением k. Это связано с тем, что увеличение k приводит к усилению электрического поля в туннельном переходе, что приводит к уменьшению ширины туннеля и, следовательно, к увеличению S _слив.

Воздействие различной толщины полости в DM-DSTGTFET

Потому что, когда k =23, S _слив , △ V _th чувствительность и S _SS биосенсора DM-DSTGTFET являются самыми крупными (вывод, сделанный из предыдущего раздела). Поэтому, чтобы более четко изучить влияние толщины полости на чувствительность предлагаемого биосенсора, данный раздел проводится при условии k =23.

На рисунке 6 показаны передаточные характеристики биосенсора DM-DSTGTFET при разной толщине полости ( T _c ). Как T _c увеличивается, ток в открытом состоянии становится меньше. Эффект разных T _c на I _на и я _на / Я _выкл Чувствительность DM-DSTGTFET представлена ​​на рис. 7а. Когда T _c увеличивается, емкость между затвором и каналом уменьшается, что приводит к большей ширине туннеля в переходе исток-канал, что приводит к более низкому току стока. Для k =23, I _на и я _на / Я _выкл чувствительность уменьшается с увеличением T _c за счет улучшения емкостной связи между затвором и каналом для более высокого T _c . С другой стороны, предлагаемое устройство демонстрирует тенденцию к увеличению V _th и, следовательно, в △ V _th чувствительность с увеличением T _c как показано на рис. 7b. Это потому, что увеличение T _c уменьшает I _на и, следовательно, увеличивает V _th . Другими словами, управление затвором над каналом уменьшается для более широкой полости, что приводит к более высокому V _th . Следовательно, DM-DSTGTFET работает как лучший биосенсор напряжения для более узкой полости.

Передаточные характеристики биосенсора DM-DSTGTFET для различных значений толщины полости ( T _c ) при V _d =0,5 В, В _g =1,5 В и k =23

а Влияние разных значений толщины полости ( T _c ) на I _на , Я _на / Я _выкл чувствительность, b V _th и △ V _th DM-DSTGTFET при V _g =1,5 В, В _d =0,5 В и k =23

Влияние заряженных биомолекул на DM-DSTGTFET

Чтобы исследовать влияние различных зарядов биомолекул на чувствительность предлагаемого сенсора, сначала были изучены динамический диапазон и предел обнаружения. В этом документе DM-DSTGTFET может обнаруживать чувствительный материал с плотностью заряда в диапазоне от 10 ¹⁰ см ⁻² до 10 ¹³ см ⁻² , более широкий диапазон обнаружения по сравнению с другими датчиками [32]. Поэтому в следующем моделировании плотность заряда в пределах диапазона динамических ограничений используется для исследования чувствительности.

На рисунке 8 показано влияние заполнения полости биомолекулами с разными положительными и отрицательными зарядами на характеристики передачи DM-DSTGTFET при различных k . Как видно, при k =2,5, при положительно и отрицательно заряженных биомолекулах передаточная кривая имеет больший диапазон изменения. Поэтому нижеследующее обсуждение фокусируется на влиянии различных положительных и отрицательных зарядов на чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET, когда k =2,5.

Передаточные характеристики биосенсора DM-DSTGTFET для диэлектрической проницаемости биомолекул, a различный положительный заряд и b различный отрицательный заряд биомолекул при V _d =0,5 В, В _g =1,5 В и Т _c =5 нм

На рисунке 9a показано изменение Ion и I . _на / Я _выкл чувствительность DM-DSTGTFET как функция положительных зарядов. Увеличение положительного заряда биомолекул приводит к улучшению Ion и I _на / Я _выкл чувствительность предлагаемого устройства. Положительный заряд в резонаторе увеличивает эффективный оксидный диэлектрик затвора, что приводит к повышению способности управления затвором. Это увеличение способности управления затвором вызывает уменьшение ширины туннелирования перехода источник-канал, что приводит к улучшению I _на и я _на / Я _выкл чувствительность. Рисунок 9b демонстрирует влияние положительного заряда биомолекул на V _th и △ V _th чувствительность DM-DSTGTFET. Замечено, что V _th уменьшает и △ V _th чувствительность улучшается с увеличением положительного заряда. Это связано с тем, что положительный заряд молекулы увеличивает I _на и уменьшает V _th . Уменьшение V _th увеличивает разницу между пороговым напряжением биомолекулы по отношению к воздуху, что приводит к улучшению △ V _th .

а Влияние разного положительного заряда биомолекул на I _на , Я _на / Я _выкл чувствительность, b V _th и △ V _th DM-DSTGTFET при V _g =1,5 В, В _d =0,5 В, k =2,5 и T _c =5 нм

На рисунке 10a показано изменение I _на и я _на / Я _выкл чувствительность DM-DSTGTFET как функция положительных зарядов для k =2,5. Увеличивающийся отрицательный заряд биомолекул приводит к уменьшению Ion и I _на / Я _выкл чувствительность предлагаемого устройства. Отрицательный заряд в полости уменьшает эффективный оксидный диэлектрик затвора, что приводит к повышению способности управления затвором. Это уменьшение способности управления затвором вызывает увеличение ширины туннеля перехода источник-канал, что приводит к уменьшению Ion и I _на / Я _выкл чувствительность.

а Влияние разного отрицательного заряда биомолекул на I _на , Я _на / Я _выкл чувствительность, b V _th и △ V _th DM-DSTGTFET при V _g =1,5 В, В _d =0,5 В, k =2,5 и T _c =5 нм

Рисунок 10b демонстрирует влияние отрицательного заряда биомолекул на V _th и △ V _th чувствительность DM-DSTGTFET. Из рисунка видно, что для k =2,5, V _th улучшается и △ V _th чувствительность снижается с увеличением отрицательного заряда. Это связано с тем, что отрицательный заряд молекулы уменьшает I _на и увеличиваем V _th . Увеличение V _th увеличивает разницу между пороговым напряжением биомолекулы по отношению к воздуху, что приводит к уменьшению △ V _th .

Выводы

В заключение, DM-DSTGTFET обладает высокой чувствительностью для обнаружения биомолекул в биосенсорных приложениях. Однако обнаруживающая способность структуры DM-DSTGTFET оценивается путем изучения эффектов, вносимых относительной диэлектрической проницаемостью, толщиной полости, заряженными биомолекулами, I _на / Я _выкл чувствительность, СС и S _SS . Результаты показывают, что чем больше диэлектрическая проницаемость, тем меньше толщина полости, тем больше положительный заряд и тем выше чувствительность предлагаемого устройства. Результаты моделирования показывают, что предложенная структура может применяться в сверхчувствительных биосенсорных устройствах с низким потреблением энергии.

Сокращения

DM-DSTGTFETS:

Туннельные полевые транзисторы с диэлектрической модуляцией и двойным истоком с желобом

TCAD:

Технология автоматизированного проектирования

BTBT:

Межполосное туннелирование

DGTFET:

Туннельные полевые транзисторы с двойным затвором

SS:

Наклон подпорога